JP6345446B2

JP6345446B2 - 生体情報解析装置

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Publication number: JP6345446B2
Application number: JP2014046925A
Authority: JP
Inventors: 晃司滝澤; 辰夫西原; 直樹高良; 有歩岩永; 直樹服部
Original assignee: Nihon Kohden Corp
Current assignee: Nihon Kohden Corp
Priority date: 2014-03-10
Filing date: 2014-03-10
Publication date: 2018-06-20
Anticipated expiration: 2034-03-10
Also published as: JP2015167833A; US9782100B2; EP2921109A1; US20150250400A1

Description

本発明は、２つの生体波形の類似している度合い（以下、マッチング率と称する）を算出する生体情報解析装置に関するものである。

心室性期外収縮等の不整脈が発生した場合、その原因となる異常興奮部位を選択的に焼灼して治療することが知られている。そして、そのためには不整脈の発生起源を正確に同定することが重要である。例えば、特許文献１には、被験者の体内で発生した心室頻拍の信号波形とペースマッピングされた信号波形との間の相互相関を認識することで、不整脈惹起性の病巣を特定する方法が開示されている。

特許第５１６０２４５号公報

特許文献１による特定方法では、比較する生体波形に対して相関係数を用いて病巣を特定している。しかしながら、相関係数は、生体波形の比較において、形状が類似していれば波形の大きさが異なっていても高い値を示す。このようなケースでは、信頼性の高いマッチング率を得ることができない場合もあり、病巣の正確な発生起源を同定することができなかった。

そこで、本発明は、生体波形のマッチング率の信頼性を高めることが可能な生体情報解析装置を提供する。

上記目的を達成するために、本発明の生体情報解析装置は、
被検者の生体波形を測定する測定部と、
前記測定部により測定された前記生体波形の形状と大きさとに基づいて前記生体波形のマッチング率を算出する算出部と、
を備える。

この構成によれば、波形の形状だけでなく波形の大きさも指標として生体波形のマッチング率を算出するので、マッチング率の信頼性を高めることができる。

また、本発明の生体情報解析装置において、
前記生体波形は、心電図の波形であっても良い。

この構成によれば、心電図波形の比較において信頼性の高いマッチング率を算出することができる。

また、本発明の生体情報解析装置において、
マッチング率が算出される前記心電図の波形は、心室性期外収縮が発生したときの第１波形とペーシングにより人工的に不整脈に似た波形を発生させたときの第２波形とであっても良い。

この構成によれば、算出された信頼性の高いマッチング率に基づいて心室性期外収縮の発生起源を正確に同定することができるので、不要な焼灼（アブレーション）を回避することができるとともに確実に病巣を焼灼することができる。

また、本発明の生体情報解析装置において、
前記第１波形と前記第２波形との前記マッチング率を算出する場合、前記第１波形の最大振幅の点に、前記第２波形の点のうちの前記マッチング率が最も高くなる点を重ね合わせるようにして前記マッチング率を算出しても良い。

この構成によれば、生体波形における最適な重ね合わせ基点を求めることができるので、より信頼性の高いマッチング率を算出することができ、心室性期外収縮の発生起源を正確に同定することができる。

また、本発明の生体情報解析装置において、
前記マッチング率を算出する際には、前記第２波形のうち、ペーシング時に発生した刺激電位の波形成分が除外されるようにしても良い。

この構成によれば、ペーシングに伴って測定された生体波形から刺激電位による波形成分を除外することで、さらに信頼性の高いマッチング率を算出することができ、心室性期外収縮の発生起源を正確に同定することができる。

また、本発明の生体情報解析装置において、
前記生体波形の大きさに関するマッチング率の算出では、前記第１波形と逆相である前記第２波形の部分については、その大きさがゼロとして算出されるようにしても良い。

この構成によれば、逆相の生体波形の部分については、その大きさをゼロとして算出する補正を行っているので、さらに信頼性の高いマッチング率を算出することができ、心室性期外収縮の発生起源を正確に同定することができる。

本発明の生体情報解析装置によれば、生体波形のマッチング率の信頼性を高めることができる。

本発明の一実施形態に係る生体情報解析装置の構成を示す機能ブロック図である。（ａ）は実際に心室性期外収縮が起きたときの心電図波形を示す図であり、（ｂ）はペーシングによって不整脈を誘発させたときの心電図波形を示す図であり、（ｃ）は（ａ）と（ｂ）との心電図波形を重ね合わせて表示した図であり、（ｄ）は（ａ）と（ｂ）との心電図波形を空間ベクトル化して表示した図である。（ａ），（ｂ）は、位相の異なる２つの心電図波形の大きさのマッチング率を説明するための図である。（ａ）〜（ｃ）は、２つの心電図波形の重ね合わせる位置を説明するための図である。（ａ），（ｂ）は、２つの心電図波形の重ね合わせる位置を説明するための図である。ペーシングによって誘発された不整脈の心電図波形の補正について説明する図である。

以下、本発明に係る生体情報解析装置の実施形態の一例について、図面を参照して詳細に説明する。

図１は、本実施形態に係る生体情報解析装置１の構成を示す機能ブロック図である。
図１に示すように、生体情報解析装置１は、測定部２と、算出部３と、電気刺激発生部４と、表示制御部５と、表示部６と、を備えている。

生体情報解析装置１は、被検者Ｈから取得された生体情報を解析する。生体情報解析装置１には、被検者Ｈに装着された生体電極１０が接続される。生体電極１０としては、例えば標準１２誘導心電図、導出１８誘導心電図等を測定するための胸部電極および四肢電極が用いられる。生体電極１０によって検出された被検者Ｈの生体情報の信号は生体情報解析装置１の測定部２に入力される。

測定部２は、生体電極１０から入力される生体情報の信号に基づいて被検者Ｈの生体波形、例えば心電図波形を測定する。測定部２は、算出部３に接続されており、測定した生体波形の測定値を算出部３に出力する。

算出部３は、測定部２から入力された生体波形の測定値に基づいて生体波形のマッチング率を算出する。算出部３は、生体波形の形状と大きさとの２つの指標に基づいて生体波形のマッチング率を算出する。

電気刺激発生部４は、ペーシングを行うための電気刺激信号を発生する。電気刺激発生部４にはペーシングを行うための電極カテーテルＣが接続される。電気刺激発生部４から出力された電気刺激信号は電極カテーテルＣに送られる。被検者Ｈの心臓内に挿入された電極カテーテルＣから心筋に電気刺激を与えることで人工的に心筋の興奮を誘発させ、心電図波形を発生させる。また、電気刺激発生部４は測定部２に接続されており、電気刺激信号の発生タイミングを表すパルス信号を測定部２に出力する。具体的には、電極カテーテルＣを心臓の内壁に当てて電気刺激信号を与え、それに対応した心電図波形を測定部２で測定する。測定される心電図波形が不整脈に似た波形になるように、電極カテーテルを当てる部位を変えて刺激と測定とを繰り返し行う。

表示制御部５は、測定された生体波形、算出された生体波形のマッチング率等の被検者Ｈに関する情報を表示部６に表示させる。表示部６は、表示制御部５から出力される制御信号に基づいて情報を表示する。表示部６は、例えば液晶画面によって構成されている。

次に、図２〜図６を参照して、生体情報解析装置１の動作を説明する。この例では、心室性期外収縮（ＰＶＣ：ｐｒｅｍａｔｕｒｅｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎ）や、心室頻拍(ＶＴ：ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒＴａｃｈｙｃａｒｄｉａ)が発生した場合における心電図波形のマッチング率を算出する動作について説明する。

図２（ａ）の波形は、実際に心室性期外収縮が起きたときの被検者Ｈの心電図波形（第１波形の一例）Ａを示す。

測定部２は、生体電極１０によって検出された心電図の信号に基づき心電図波形Ａを測定する。測定部２は、被検者Ｈの胸部の６箇所および四肢の４箇所に装着された合計１０個の生体電極を介して、標準１２誘導の胸部６誘導波形（Ｖ１〜Ｖ６）と四肢６誘導波形（I〜III，ａＶＲ，ａＶＬ，ａＶＦ）を測定する。心電図波形Ａは測定された標準１２誘導心電図波形の中の１つを示している。

図２（ｂ）の波形は、ペーシングを行うことによって発生させた不整脈に似た心電図波形（第２波形の一例）Ｂを示す。

測定部２は、生体電極１０によって検出された心電図の信号に基づき心電図波形Ｂを測定する。先端に電極を備えた電極カテーテルＣが被検者Ｈの心臓内に挿入され、電極カテーテルＣの先端から心臓への電気刺激（ペーシング）が行われることによって心電図波形Ｂが測定される。心電図波形Ｂは、図２（ａ）の心電図波形Ａを測定した生体電極と同じ位置に装着した生体電極によって測定された心電図波形である。

図２（ｃ）の波形は、測定した心電図波形Ａと心電図波形Ｂとを重ね合わせて表示したものである。

算出部３は、測定した心電図波形Ａと心電図波形Ｂとのマッチング率を算出するために、図２（ｃ）に示すように両波形を重ね合わせるとともに図２（ｄ）に示すように両波形の波形データを空間ベクトル化する。心電図波形Ａのサンプルポイントａ１，ａ２，ａ３（図２（ａ）参照）および心電図波形Ｂのサンプルポイントｂ１，ｂ２，ｂ３（図２（ｂ）参照）を三次元の座標に置き換えると、心電図波形Ａおよび心電図波形Ｂは空間ベクトルＸ（ａ１、ａ２、ａ３）、Ｙ（ｂ１、ｂ２、ｂ３）で表現することができる。なお、この例では内容を理解し易くするためにベクトルを３つのサンプルポイントを用いて説明しているが、実際には両波形の総サンプルポイントで表現される。

続いて、算出部３は、空間ベクトルＸ、Ｙの成す角を算出する。空間ベクトルＸ、Ｙの成す角（ｒａｄｉａｎ）は以下のような式で求めることができる。

算出部３は、算出したｒａｄｉａｎの値（０〜３．１４）から、心電図波形Ａと心電図波形Ｂとの形状（ベクトルの向き）のマッチング率を百分率によって算出する。但し、ｒａｄｉａｎ＝０のとき１００％、ｒａｄｉａｎ＝３．１４のとき０％とする。

続いて、算出部３は、空間ベクトルＸ、Ｙの大きさを算出する。空間ベクトルＸ、Ｙの大きさは以下のような式で求めることができる。

算出部３は、算出した空間ベクトルＸ、Ｙの大きさから、心電図波形Ａと心電図波形Ｂとの大きさ（ベクトルの大きさ）のマッチング率（比率）を以下の式により百分率によって算出する。

そして、算出部３は、ベクトルの向きとベクトルの大きさとに基づいて、心電図波形Ａと心電図波形Ｂとのマッチング率を以下の式により算出する。なお、以下の式においては、ベクトルの向きのマッチング率とベクトルの大きさのマッチング率との相加平均を求めているが、それぞれのマッチング率の重み付けを変えて加重平均を求めても良い。

なお、この例では上述したように標準１２誘導心電図波形の中の１つである心電図波形Ａおよび心電図波形Ｂについてマッチング率を算出しているが、実際には標準１２誘導心電図波形の全てについてそれぞれマッチング率を算出する。

ところで、従来、生体波形のマッチング率を判定する場合、波形を空間ベクトル化してそのベクトルの向きのマッチング率のみ、すなわち波形の形状のマッチング率のみを算出して判定することが多かった。このため、例えば大きさの異なる相似波形のように波形の形状のみが類似しているような場合、算出されるマッチング率は高い値となってしまう。したがって、ペーシングを行うことにより測定された心電図波形が実際の心室性期外収縮により測定された心電図波形と形状のみ類似している場合にも高いマッチング率となってしまい、その信頼性は低く、正確な発生起源を同定することが難しかった。

これに対し、本実施形態の生体情報解析装置１によれば、心電図波形Ａ，Ｂの形状（ベクトルの向き）だけでなく波形の大きさ（ベクトルの大きさ）も指標として心電図波形ＡとＢとのマッチング率を算出している。これにより、マッチング率の信頼性を高めることができるので、心室性期外収縮の発生起源を正確に同定することができ、不要なアブレーションを回避できるとともに確実に病巣を焼灼することができる。

次に、図３を参照して、位相の異なる２つの心電図波形の大きさのマッチング率の算出方法を説明する。図３（ａ）の波形は、実際に心室性期外収縮が起きたときに測定された心電図波形Ａ’とペーシングにより誘発された不整脈に似た心電図波形Ｂ’とを重ね合わせて表示したものである。心電図波形Ｂ’の位相は、サンプルポイントｂ１’，ｂ２’，ｂ３’の全てにおいて、心電図波形Ａ’のサンプルポイントａ１’，ａ２’，ａ３’に対し逆の位相を有している。

算出部３は、マッチング率を算出する心電図波形Ｂ’の位相がこのように心電図波形Ａ’の位相と逆相の場合には、ベクトルの大きさのマッチング率を算出するための空間ベクトルＸ１、Ｙ１の大きさを以下の式のように算出する。

即ち、空間ベクトルＸ１の大きさは上記と同様に算出し、空間ベクトルＹ１の大きさは逆相のサンプルポイントｂ１’，ｂ２’，ｂ３’の値をゼロ（０）として算出する。

図３（ｂ）の波形は、実際に心室性期外収縮が起きたときに測定された心電図波形Ａ”とペーシングにより誘発された不整脈に似た心電図波形Ｂ”とを重ね合わせて表示したものである。心電図波形Ｂ”の位相は、サンプルポイントｂ１”において、心電図波形Ａ”のサンプルポイントａ１”と同じ位相を有し、サンプルポイントｂ２”，ｂ３”において、心電図波形Ａ”のサンプルポイントａ２”，ａ３”に対し逆の位相を有している。

この場合、算出部３は、ベクトルの大きさのマッチング率を算出するための空間ベクトルＸ２、Ｙ２の大きさを以下の式のように算出する。

即ち、空間ベクトルＸ２の大きさは上記と同様に算出し、空間ベクトルＹ２の大きさは逆相のサンプルポイントｂ２”，ｂ３”の値をゼロ（０）として算出する。

このように、実際に心室性期外収縮が起きたときの心電図波形Ａ’，Ａ”に対してペーシングにより誘発された不整脈に似た心電図波形Ｂ’，Ｂ”の位相が逆相の場合、波形の大きさに関するマッチング率の算出において逆相の部分の大きさをゼロとして算出する補正を行っている。これにより、算出されるマッチング率の信頼性をさらに高めることができ、心室性期外収縮の発生起源を正確に同定することができる。

次に、図４を参照して、２つの心電図波形の重ね合わせる位置を説明する。図４（ａ）の波形は、実際に心室性期外収縮が起きたときに測定された心電図波形Ａ１であり、心電図波形Ａ１上のＰの位置は波形のＱＲＳ間隔における最大振幅であるトップ地点を示す。また、図４（ｂ）の波形は、ペーシングにより誘発された不整脈に似た心電図波形Ｂ１であり、心電図波形Ｂ１上のＱの位置は波形のＱＲＳ間隔における最大振幅であるトップ地点を示す。

算出部３は、心電図波形Ａ１と心電図波形Ｂ１とのマッチング率を算出する場合、心電図波形Ａ１において、そのトップ地点であるＰの位置を重ね合わせの基点Ｐとして決定する。また、算出部３は、心電図波形Ｂ１において、そのトップ地点であるＱの位置を重ね合わせの仮基点Ｑ１と定める。そして、先ず、図４（ｃ）に示すように基点Ｐと仮基点Ｑ１とを重ね合わせたときの心電図波形Ａ１と心電図波形Ｂ１とのマッチング率を算出する。

続いて、算出部３は、心電図波形Ｂ１の基点の位置を仮基点Ｑ１の位置から時間軸の前後方向に移動させて、心電図波形Ａ１と心電図波形Ｂ１とのマッチング率を算出する。図５（ａ）は、図４（ｂ）に示す心電図波形Ｂ１の破線領域Ｆを拡大して示したものである。算出部３は、図５（ａ）に示すように、仮基点Ｑ１を中心として前後方向に１０ｍｓｅｃ間隔で基点の位置を移動させる。そして、仮基点Ｑ１の位置から前後方向に１０ｍｓｅｃ移動したＱ２の位置とＱ３の位置をそれぞれ仮基点Ｑ２および仮基点Ｑ３と定める。算出部３は、心電図波形Ａ１の基点Ｐと心電図波形Ｂ１の仮基点Ｑ２とを重ね合わせたとき、および基点Ｐと仮基点Ｑ３とを重ね合わせたときの心電図波形Ａ１と心電図波形Ｂ１とのマッチング率を算出する。

なお、算出部３は、以上の各マッチング率の算出を標準１２誘導心電図波形の全てについてそれぞれ同様の手順で行う。

算出部３は、仮基点Ｑ１，Ｑ２，Ｑ３をそれぞれ重ね合わせて算出した標準１２誘導心電図波形のマッチング率の平均マッチング率を算出し、最も平均マッチング率が高くなる仮基点を求める。そして、例えば仮基点Ｑ１，Ｑ２，Ｑ３における平均マッチング率がＱ２＞Ｑ１＞Ｑ３という関係にある場合、起点Ｑが仮起点Ｑ１より時間軸で前方向にあるとして、さらに算出部３は以下のようにして心電図波形Ｂ１の重ね合わせの基点Ｑの位置を求めていく。

算出部３は、仮基点Ｑ２に対して時間軸の前方向に１０ｍｓｅｃ移動したＱ４の位置を仮基点Ｑ４と定め、心電図波形Ａ１の基点Ｐと心電図波形Ｂ１の仮基点Ｑ４とを重ね合わせたときの心電図波形Ａ１と心電図波形Ｂ１とのマッチング率を算出する。同様にして算出部３は、標準１２誘導心電図波形における他の心電図波形のマッチング率も算出し、標準１２誘導心電図波形のマッチング率の平均マッチング率を算出する。算出した平均マッチング率が例えばＱ２＞Ｑ４であった場合、起点Ｑが仮起点Ｑ２とＱ４との間にあるとして、さらに算出部３は仮基点Ｑ２とＱ４間において重ね合わせの基点Ｑの位置を求めていく。

図５（ｂ）は、図５（ａ）に示す心電図波形Ｂ１の仮基点Ｑ２とＱ４間を拡大して示したものである。算出部３は、図５（ｂ）に示すように、仮基点Ｑ２とＱ４間を等分割（例えば５等分割）して仮基点Ｑ５〜Ｑ８と定める。そして、それぞれの仮基点Ｑ５〜Ｑ８を心電図波形Ａ１の基点Ｐと重ね合わせてマッチング率を算出する。同様にして算出部３は、標準１２誘導心電図波形における他の心電図波形のマッチング率も算出し、標準１２誘導心電図波形のマッチング率の平均マッチング率を算出する。算出部３は、算出した平均マッチング率の中から最も高い平均マッチング率を示す仮基点を求め、その仮基点の位置を心電図波形Ａ１の基点Ｐに対する心電図波形Ｂ１の重ね合わせの基点Ｑとして決定する。

このように、マッチング率を算出する際に、実際に心室性期外収縮が起きたときの心電図波形Ａ１に対してペーシングにより誘発させた不整脈に似た心電図波形Ｂ１を重ね合わせる場合、標準１２誘導心電図波形における平均マッチング率が最も高くなるような心電図波形Ｂ１の基点を求めている。これにより、最適な重ね合わせ基点を求めることができるので、より信頼性の高いマッチング率を算出することができ、心室性期外収縮の発生起源を正確に同定することができる。

次に、図６を参照して、ペーシングによって誘発された不整脈に似た心電図波形の補正について説明する。図６の波形は、ペーシングによって人工的に誘発させた不整脈に似た心電図波形Ｂ２と、電気刺激発生部４から出力されたパルス信号Ｋを示す。
図６に示すように、心電図波形Ｂ２にはパルス信号Ｋに同期して破線領域内に示されるような刺激電位成分Ｇが発生する。上述したようにパルス信号Ｋは、ペーシングを行うための電気刺激信号に同期して電気刺激発生部４から測定部２に入力される。算出部３は、測定部２に入力されるパルス信号Ｋに基づいて心電図波形Ｂ２の中の刺激電位成分Ｇを推定し、その刺激電位成分Ｇを心電図波形Ｂ２から除外してマッチング率の算出を行う。

生体情報解析装置１は、以上のようなマッチング率の算出動作に基づいてペーシングを繰り返し行い、マッチング率の高い心電図波形が検出される部位を特定して、その部位を心室性期外収縮の発生起源として同定する。

表示制御部５は、実際に心室性期外収縮が起きたときに測定された心電図波形、ペーシングによって人工的に不整脈に似た波形を誘発させたときに測定された心電図波形、算出された心電図波形のマッチング率、心室性期外収縮の発生起源として同定した部位等を表示部６に表示させる。

このように、マッチング率を算出する際に、ペーシングにより誘発させた不整脈に似た心電図波形Ｂ２において、パルス信号Ｋに同期して発生する刺激電位成分Ｇを除外している。これにより、心電図波形Ｂ２を実際の心室性期外収縮による心電図波形にさらに近似するように補正することができるので、信頼性の高いマッチング率を算出することができ、心室性期外収縮の発生起源を正確に同定することができる。

次に、三尖弁輪起源の心室性期外収縮の症例と、右室流出路（ＲＶＯＴ：ｒｉｇｈｔｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒｏｕｔｆｌｏｗｔｒａｃｔ）起源の心室性期外収縮の症例に関するマッチング率の算出について説明する。

三尖弁輪起源の心室性期外収縮には、自由壁起源の心室性期外収縮と中隔起源の心室性期外収縮とがある。自由壁起源による心電図波形は、中隔起源による心電図波形と比較して、胸部誘導波形の中のＶ１からＶ３誘導波形におけるＳ波が深いという点を除いて、両者の心電図波形の形状は比較的類似している。そのため、心電図波形の形状のマッチング率は比較的高い。一方、心電図波形の大きさのマッチング率は、低い値となりやすい。

ＲＶＯＴ起源の心室性期外収縮は、流出路内の高さにおける発生位置が相違していても心電図波形の形状が類似しており、形状のマッチング率が極めて高い。一方、心電図波形の大きさは相違点を有しており、ＲＶＯＴ肺動脈側起源による心電図波形はＲＶＯＴ入口部起源による心電図波形と比較して、四肢誘導波形の中のII、III、ａＶＦ誘導波形の波高が高いという特徴がある。

このような特徴がある場合、心電図波形のマッチング率を算出するに際し心電図波形の形状だけでなく大きさによる指標も含めることによりマッチング率の信頼性を高められる。また、心電図波形のマッチング率を算出するに際し標準１２誘導心電図波形の中の特徴的な部分が現れる誘導の心電図波形に重み付けをしてマッチング率を算出するようにしても良い。

例えば、三尖弁輪起源の心室性期外収縮の場合、Ｖ１からＶ３誘導における心電図波形のマッチング率の算出結果を優先して心室性期外収縮の発生起源を同定するようにしても良い。また、ＲＶＯＴ起源の心室性期外収縮の場合、II、III、ａＶＦ誘導波形における心電図波形のマッチング率の算出結果を優先して心室性期外収縮の発生起源を同定するようにしても良い。

なお、本発明は、上述した実施形態に限定されず、適宜、変形、改良等が自在である。その他、上述した実施形態における各構成要素の材質、形状、寸法、数値、形態、数、配置場所等は、本発明を達成できるものであれば任意であり、限定されない。

例えば、対象となる不整脈としては、発作性上室性頻拍、心房頻拍、心房粗動、発作性心室頻拍等の頻脈性不整脈を挙げることができる。

１：生体情報解析装置、２：測定部、３：算出部、４：電気刺激発生部、５：表示制御部、６：表示部、１０：生体電極、Ａ，Ａ’，Ａ”，Ａ１：心電図波形（第１波形）、Ｂ，Ｂ’，Ｂ”，Ｂ１，Ｂ２：心電図波形（第２波形）、Ｃ：電極カテーテル、Ｇ：刺激電位成分、Ｈ：被検者、Ｋ：パルス信号、Ｐ：基点、Ｑ１〜Ｑ８：仮基点

Claims

被検者の第１の生体波形および第２の生体波形を測定する測定部と、
前記測定部により測定された前記第１と第２の生体波形から算出した空間ベクトルのなす角と空間ベクトルの大きさとに基づいて前記第１の生体波形および前記第２の生体波形のマッチング率を算出する算出部と、
を備える生体情報解析装置。
前記第１と第２の生体波形は、心電図の波形である、請求項１に記載の生体情報解析装置。
前記第１の生体波形は、心室性期外収縮が発生したときの前記心電図の波形であり、
前記第２の生体波形は、ペーシングにより人工的に不整脈に似た波形を発生させたときの前記心電図の波形である、請求項２に記載の生体情報解析装置。
前記第１の生体波形と前記第２の生体波形との前記マッチング率を算出する場合、前記第１の生体波形の最大振幅の点に、前記第２の生体波形の点のうちの前記マッチング率が最も高くなる点を重ね合わせるようにして前記マッチング率を算出する、請求項３に記載の生体情報解析装置。
前記マッチング率を算出する際には、前記第２の生体波形のうち、ペーシング時に発生した刺激電位の波形成分が除外される、請求項３または請求項４に記載の生体情報解析装置。
前記生体波形の大きさに関するマッチング率の算出では、前記第１の生体波形と逆相である前記第２の生体波形の部分については、その大きさがゼロとして算出される、請求項３から請求項５のいずれか一項に記載の生体情報解析装置。